CN107024509B

CN107024509B - 一种凝血试纸及其压电传感器芯片的制备方法

Info

Publication number: CN107024509B
Application number: CN201710341241.6A
Authority: CN
Inventors: 郭振; 周连群; 张威; 姚佳; 张芷齐; 李传宇
Original assignee: Suzhou Sasens Co ltd; Suzhou Institute of Biomedical Engineering and Technology of CAS
Current assignee: Suzhou Sasens Co ltd; Suzhou Institute of Biomedical Engineering and Technology of CAS
Priority date: 2017-05-15
Filing date: 2017-05-15
Publication date: 2019-11-08
Anticipated expiration: 2037-05-15
Also published as: WO2018209923A1; CN107024509A

Abstract

本发明属于生物传感技术领域，具体涉及一种凝血试纸及其压电传感器芯片的制备方法。本发明提供的凝血试纸包括压电传感芯片、基板、进样板、亲水虹吸膜，结构简单，成本低廉，可批量化制备，满足家庭化凝血检测需求；本发明提供的压电传感芯片的制备方法包括制备相应厚度的压电材料层，在压电材料层两侧蒸镀金属粘附层，然后生成金属电极层，制作微电极阵列，在微电极阵列上沉积聚对二甲苯介质膜，实现微电极阵列的全部包被，在介质膜上固定凝血试剂，对微电极阵列上的激励电极和接收电极进行裸露处理，该方法制备的压电传感器稳定性好，灵敏度高，准确度高，使用寿命长，可用于不同凝血指标检测，实现多点同时检测，保证了其准确性、可靠性。

Description

一种凝血试纸及其压电传感器芯片的制备方法

技术领域

本发明涉及生物传感技术领域，具体涉及一种凝血试纸及其压电传感器芯片的制备方法。

背景技术

生物传感技术是一门由生物、化学、物理、医学、电子技术等多种学科互相渗透成长起来的高新技术，在生物学、环境检测、食品、医药及军事医学等领域有着重要的应用价值。作为生物传感技术的应用，生物传感器是以生物分子去识别被测目标，然后将生物分子所发生的物理或化学转化成相应的电信号，予以放大输出，从而得到检测结果。按照生物传感器检测的原理分类，可分为热敏生物传感器、场效应管生物传感器、压电生物传感器、光学生物传感器、声波道生物传感器、酶电极生物传感器、介体生物传感器。近年来，随着生物科学、信息技术和材料科学的发展，生物传感技术飞速发展，可以预见，未来生物传感器将具有以下特点：(1)功能多样化；(2)微型化；(3)智能化与集成化；(4)低成本、高灵敏度、高稳定性和保质期长，可批量生产。为实现此目标而进行的种种尝试使生物传感器应运而生，并呈现迅猛发展之势。发达国家已形成了传感器研究开发产业，无论在基础研究、应用研究，还是新产品开发及产业化方面都取得了惊人的成果。我国也逐渐加大了传感器技术的研究与开发力度，许多企业和民间资本更是瞄准了生物传感技术广阔的市场开发前景，掀起了生物传感器研究的热潮，极大推动了生物传感器的研究、开发与应用。

凝血功能分析是临床常用的实验诊断指标，常用的生物检测方法由于采用手工操作，肉眼观察，结果准确性低，重复性差；而自动检测的生物分析方法中，光学发准确性低；磁珠法准确性高，但设备昂贵，检测成本高，推广应用范围有限。基于压电原理的压电传感器的一种新型凝血检测技术，利用石英晶体的逆电效应来实现检测过程中的换能与传感，即压电石英晶体对凝血反应过程中的质量变化非常敏感，具有亚ng级的质量检测能力，只要质量发生微小变化，就可导致石英晶体振荡频率的显著变化，由此可以极为敏感地探测到石英晶体表面质量的细微改变，而应用于临床检测。

经研究发现，现有技术中的用于凝血检测的压电传感器，由于需要喷涂凝血试剂以及与血液样本进行接触反应，而这些试剂或者样本容易造成压电传感器的电极的性能降低，从而影响传感器检测的灵敏度，缩短传感器的使用寿命。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题在于克服现有技术中压电传感器的电极受到样本或者试剂的影响从而降低传感器检测的灵敏度，缩短传感器的使用寿命的技术缺陷，从而提供一种凝血试纸及其压电传感器芯片的制备方法。

为解决上述技术问题，本发明是通过以下技术方案来实现的：

本发明提供一种用于凝血检测的压电传感器芯片的制备方法，其特征在于，包括：

根据所需的谐振频率制备相应厚度的压电材料层；

在所述压电材料层两侧蒸镀金属粘附层；

在所述金属粘附层上生成金属电极层；

在所述金属电极层上制作微电极阵列；

在所述微电极阵列上沉积聚对二甲苯介质膜，实现所述微电极阵列的全部包被；

对所述微电极阵列上的激励电极和接收电极进行裸露处理；

在所述聚对二甲苯介质膜固定凝血试剂。

可选的，在所述金属电极层上制作微电极阵列包括：

在所述金属电极层表面涂胶、前烘；

在制作的掩膜图形下进行曝光、显影和干燥处理；

采用湿法刻蚀和/或干法刻蚀的方法实现所述微电极阵列的制作；

经过去胶、去离子水清洗、干燥、热板去除水分子处理。

可选的，所述聚对二甲苯介质膜采用真空气相沉积方法制备。

可选的，所述微电极阵列包含至少一个微电极单元，其中，每个所述微电极单元作为一个凝血检测点，根据实际需求设计成不同的形状。

可选的，所述微电极单元形状为圆形、三角形和多边形中的一种或多种组合，每个所述微电极单元的有效面积最小为1μm²；

若存在相邻所述微电极单元，则相邻所述微电极单元的边缘间距为1-100μm；

所有所述微电极单元面积占其所在面面积的20-100％。

可选的，对所述微电极阵列上的激励电极和接收电极进行裸露处理包括：

在所述微电极阵列的引出电极的介质膜上涂胶、前烘；

在制作的掩膜图形下进行曝光、显影和干燥处理；

采用氧气等离子体干法刻蚀的方法实现所设计的激励电极和接收电极的裸露；

再经过去胶、去离子水清洗、干燥、热板去除水分子处理。

可选的，所述压电材料材质为石英、铌酸锂、胆酸锂、氮化铝、氧化锌中的至少一种。

可选的，所述聚对二甲苯介质膜的厚度为50-1000nm。

本申请还提供了一种凝血试纸，包括：

基板，其上印制有复合电极；

采用上述制备方法制备的压电传感器芯片，所述压电传感器芯片的有效敏感区域固定有凝血试剂，所述压电传感器芯片与所述复合电极通过引线连接；

进样板，与所述基板粘接，所述压电传感器芯片夹持在所述基板和进样板之间，所述进样板上开设有通孔，所述通孔位于所述压电传感器芯片的有效敏感区域上方，并覆盖有亲水虹吸膜。

可选的，所述基板上开设有通孔，位于所述压电传感器芯片的有效敏感区域下方。

可选的，所述亲水虹吸膜与所述压电传感器芯片的距离小于0.2mm。

本申请还提供了凝血试纸的制备方法，包括：

在基板上印制复合电极；

在所述基本上涂覆胶层，并预置压电传感器芯片的安装区域；

将进样板通过所述胶层与所述基板粘接，并夹持所述安装区域的所述压电传感器芯片，形成一体结构。

可选的，在基板上印制复合电极包括：

采用丝网印刷法在基板上印制银电极，然后干燥、冷却，再采用丝网印刷法在所述银电极上印制碳或铜电极，干燥，得到第一电极涂层；

在所述第一电极涂层与所述压电传感器芯片连接处印制第二电极涂层；

第一电极涂层和第二电极涂层构成复合电极。

本发明技术方案，具有如下优点：

1.本发明实施例提供的用于凝血检测的压电传感器芯片的制备方法，在压电材料层两侧蒸镀金属粘附层，在金属粘附层上生成金属电极层，在金属电极层上制作微电极阵列，通过在微电极阵列沉积聚对二甲苯介质膜，对微电极阵列进行钝化和疏水处理，一方面保证了压电传感芯片的性能稳定，延长使用寿命，另一方面利于凝血试剂的固定；采用特定厚度并全部包被微电极阵列的介质膜，既能保证了压电传感芯片高的灵敏度，又避免了实际检测时信号失真。

本发明实施例提供的用于凝血检测的压电传感器芯片的制备方法，可以实现不同谐振频率(5-100MHz)压电材料层的制备，采用具有高谐振频率的压电材料层可以实现高灵敏度的分子传感，从而有利于高灵敏度凝血检测的需求。

2.本发明实施例提供的微电极阵列包括至少一个微电极单元，其中，每个微电极单元作为一个凝血检测点，根据实际需求还可以设计成不同的形状。微电极单元可为圆形、三角形和多边形中的一种或多种组合形状，每个所述微电极单元的有效面积最小为1μm²；若存在相邻微电极单元，则相邻微电极单元的边缘间距为1-100μm；所有微电极单元占其所在面面积的20-100％。通过多点凝血时间信号检测，可达到凝血时间的准确性，避免了因凝血试剂与全血反应不一致造成的信号失真。

3.本发明实施例还提供一种凝血试纸，包括印制有复合电极的基板、固定有凝血试剂的压电传感器芯片、覆盖有亲水虹吸膜的进样板，通过亲水虹吸膜的全血进样，保障微升级血样在压电传感芯片敏感区域表面的全覆盖，同时保障与凝血试剂的有效混合反应，避免了重力冲击力对质量敏感型传感器检测信号的影响。

4.本发明实施例采用亲水虹吸膜与压电传感器芯片的距离小于0.2mm，达到了准确定量几个微升级血样体积的目的，为实现凝血时间的高精准检测提供了有效保障。

5.本发明实施例采用胶层将进样板和基板粘接，并夹持安装区域的压电传感器芯片，形成一体结构，结构简单，成本低廉，可批量化制备，满足家庭化凝血检测需求。

附图说明

为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本发明的一些实施方式，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是根据本发明实施例1所述的凝血试纸的制备工艺流程图；

图2是根据本发明实施例1所述的含一个微电极单元的压电传感器的正面示意图；

图3是根据本发明实施例1所述的含一个微电极单元的压电传感器的侧面示意图；

图4是根据本发明实施例1所述的含一个微电极单元的压电传感器的反面示意图；

图5是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含一个圆形微电极单元的示意图；

图6是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含两个圆形微电极单元的示意图；

图7是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含三个圆形微电极单元的示意图；

图8是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含五个圆形微电极单元的示意图；

图9是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含一个三角形微电极单元的示意图；

图10是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含两个三角形微电极单元的示意图；

图11是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含一个正方形微电极单元的示意图；

图12是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含两个正方形微电极单元的示意图；

图13是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含一个长方形微电极单元的示意图；

图14是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含两个长方形微电极单元的示意图；

图15是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含一个正六边形微电极单元的示意图；

图16是根据本发明实施例1所述的压电传感器芯片含两个正六边形微电极单元的示意图；

图17是根据本发明实施例1所述的压电传感芯片的横截面示意图；

图18是根据本发明实施例2所述的凝血试纸的的组装图；

图19是根据本发明实施例3所述的凝血试纸基板的俯视图。

图中附图标记表示为：

1-压电传感器芯片；11-石英晶片；12-Cr/Ti粘附层；13-金电极层；14-聚对二甲苯介质膜；15-有效敏感区域；

2-基板；21-基板通孔；22-复合电极；221-碳/银电极；222-锡电极；

3-进样板；31-进样板通孔；

4-亲水虹吸膜；

5-胶层；51-安装区域。

具体实施方式

下面将结合附图对本发明的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其它实施例，都属于本发明保护的范围。

实施例1

本实施例提供一种用于凝血的压电传感器芯片的制备方法，如工艺流程图1所示，包括：

S1，根据所需的谐振频率制备相应厚度的压电材料层。

根据saubery方程，其谐振频率与厚度相关，根据所需谐振频率可制备相应厚度的压电材料层。作为可选的实施方式，选用石英、铌酸锂、胆酸锂、氮化铝、氧化锌中的至少一种作为压电材料，其中，所选用的石英切型可为ST、Y、AT切型的一种，采用湿法和/或干法(ICP)结合的方式制备成厚度为10-400μm的压电材料层，其直径为2-200mm，谐振频率为5-100MHz。

例如，选用沿着与主光轴呈35°18′方向切割而成的AT切型的石英晶片，采用湿法和干法刻蚀相结合的方法制备厚度为100μm、直径为2mm、谐振频率为100MHz的石英晶片11。

选用具有0温度系数的石英晶片，能保证良好的机械性能，经过刻蚀处理，得到高谐振频率压电材料层，优选厚度为10-200μm、直径为4.5-152.4mm的石英晶片，谐振频率5-100MHz，实现了高灵敏度的分子传感，有利于高灵敏度凝血检测的需求。

S2，在压电材料层两侧蒸镀金属粘附层。

在压电材料层的两侧蒸镀金属粘附层，作为可选的实施方式，厚度为10-50nm。

具体地，在步骤S1的石英晶片11的两侧蒸镀Cr/Ti粘附层12，厚度为30nm。

金属粘附层优选Cr/Ti粘附层，厚度为30nm，可有效实现石英晶片与电极层的紧密结合，不易脱附，同时具备良好的导电性能。

S3，在金属粘附层上生成金属电极层。

作为可选的实施方式，在金属粘附层上采用热蒸发、电子束蒸镀、磁控喷溅方法生成金属电极层，其材质选自Ag，Mo，Ti，Cu，Au的一种或多种，厚度为100-500nm。

具体地，在步骤S2的Cr/Ti粘附层12上采用磁控喷溅法制备金电极层13，其厚度为300nm。

该金属电极层优选金电极，其厚度300nm，具备良好的导电性、稳定性、抗氧化性以及抗腐蚀性。

S4，在金属电极层上制作微电极阵列。

作为可选的实施方式，在金属电极层表面涂胶、前烘，利用掩膜板掩膜，在掩膜图形下进行曝光、显影，经氮气干燥处理后，采用湿法刻蚀和/或干法刻蚀的方法制作微电极阵列，最后去胶，经去离子水清洗，氮气吹干，采用热板去除水分子。通过光刻法制备的微电极阵列包括至少一个微电极单元，其中，每个微电极单元作为一个凝血检测点，根据实际需求设计成不同的形状。微电极单元形状可为圆形、三角形和多边形中的一种或多种组合，每个所述微电极单元的有效面积最小为1μm²；若存在相邻微电极单元，则相邻微电极单元的边缘间距为1-100μm；所有微电极单元面积占其所在面面积的20-100％。

具体地，在步骤S3的金电极层13表面涂胶AZ701，在90-100℃进行前烘，除去溶剂，然后利用掩膜板掩膜，在掩膜图形下进行曝光、显影，经氮气干燥处理后，采用湿法刻蚀和干法刻蚀相结合的方法制作微电极阵列，最后去胶AZ701，经去离子水清洗，氮气吹干，采用热板100-150℃去除水分子，得到压电传感器芯片。该压电传感器两侧的微电极阵列均为一个微电极单元，其正面、侧面、反面分别如图2、图3、图4所示。一个微电极单元作为一个凝血检测点，有效面积为10μm²，其占所在面面积的20％。

同样地，根据实际需求在压电传感器芯片上设计不同数目的微电极单元，如图5、图6、图7、图8所示，分别含有一个、两个、三个、五个圆形微电极单元，每个微电极单元为一个凝血检测点。其中，图6、图7所示的相邻微电极单元的边缘间距分别为5μm、10μm。

同样地，根据实际需求将微电极阵列设计成不同形状，如图9、图10所示的分别含一个、两个三角形微电极单元，图11、图12所示的分别含一个、两个正方形微电极单元，图13、图14所示的分别含一个、两个长方形微电极单元，图15、图16所示的分别含一个、两个正六边形微电极单元。

采用MEMS工艺制作微电极阵列，加工精度高(加工精度0.5μm)，微电极阵列的每个微电极单元为一个凝血检测点，通过多点凝血时间信号检测，可达到凝血时间的准确性，避免了因凝血试剂与全血反应不一致造成的信号失真；另外，通过高精度加工使得传感器芯片体积微小、重量极轻、响应时间短，提高测量准确度，同时适合微电极阵列的批量化制备。

S5，在微电极阵列上沉积聚对二甲苯介质膜，实现微电极阵列的全部包被。

作为可选的实施方式，在微电极阵列上采用真空气象沉积方法沉积聚对二甲苯介质膜，实现微电极阵列的全部包被。

作为可选的实施方式，聚对二甲苯介质膜厚度为50-1000nm。

具体地，在微电极阵列上采用真空气象沉积方法沉积聚对二甲苯介质膜14，实现微电极阵列的全部包被，聚对二甲苯介质膜14厚度为500nm。

聚对二甲苯介质膜无色透明，具有优良的热稳定性和生物相容性，还能提高被包覆物的耐磨性，实现微电极阵列的全部包被。根据本发明实施例，通过在微电极阵列沉积聚对二甲苯介质膜，一方面保证了压电传感芯片的性能稳定，延长使用寿命，另一方面利于凝血试剂的固定；优选厚度为500nm，既能保证良好的疏水性，而且钝化作用明显，同时增加了器件稳定性。

S6，在聚对二甲苯介质膜上固定凝血试剂。

作为可选的实施方式，采用点样仪将凝血试剂均匀喷涂到压电传感芯片的有效敏感区域，然后在低于100℃下干燥。

具体地，采用点样仪将凝血试剂以液态形式均匀喷涂到步骤S5的聚对二甲苯介质膜14的有效敏感区域15，干燥温度为60℃。

选用点样仪喷涂液态凝血试剂，实现了批量化点样；凝血试剂经低温干燥，有效避免凝血试剂析出后再聚集，保障了凝血试剂与血样的均匀混合反应，便于凝血时间的高可靠性采集。

S7，对微电极阵列上的激励电极和接收电极进行裸露处理。

作为可选的实施方式，在微电极阵列引出电极的聚对二甲苯介质膜上涂胶、前烘，利用掩膜板掩膜，在掩膜图形下进行曝光、显影，经氮气干燥处理后，采用氧气等离子体干法刻蚀的方法实现所设计的激励电极和接收电极的裸露，最后去胶，经去离子水清洗，氮气吹干，采用热板去除水分子。

具体地，在步骤S6的聚对二甲苯介质膜上涂胶AZ701，在90-100℃前烘，除去溶剂；然后利用掩膜板掩膜，在掩膜图形下进行曝光、显影，经氮气干燥处理后，采用氧气等离子体干法刻蚀的方法实现所设计的激励电极和接收电极的裸露，保证激励电极和接收电极位于石英晶片11的同侧，最后去胶AZ701，经去离子水清洗，氮气吹干，采用热板100-150℃去除水分子，制得压电传感芯片1，如图17所示。

采用MEMS实现激励电极和接收电极的裸露，保障了信号传输前可放大，减少干扰和传输的噪声，提高信噪比；激励电极和接收电极的同侧设计，结构简单，易于压电传感芯片的集成。

通过对步骤S1-S7制备的压电传感器芯片作钝化和疏水处理，一方面保证了压电传感芯片的性能稳定，延长使用寿命，另一方面利于凝血试剂的固定；介质膜太厚会造成压电传感器灵敏度的降低，太薄则会使金属电极裸露从而造成金属电极层的不完全包被，用于实际检测时会导致信号失真，采用上述厚度并全部包被微电极阵列的聚对二甲苯介质膜，既能保证了压电传感芯片高的灵敏度，又避免了实际检测时信号失真。该制备方法可以实现不同谐振频率压电材料层的制备，采用具有高谐振频率的石英晶片可以实现高灵敏度的分子传感，从而有利于高灵敏度凝血检测的需求。

实施例2

本实施例提供一种采用实施例1制备方法制备的压电传感芯片的凝血试纸，包括：

基板，其上印制有复合电极；

采用实施例1制备方法制备的压电传感器芯片，压电传感器芯片的有效敏感区域固定有凝血试剂，压电传感器芯片与复合电极通过引线连接；

进样板与基板粘接，压电传感器芯片夹持在基板和进样板之间，进样板上开设有通孔，通孔位于压电传感器芯片的有效敏感区域上方，并覆盖有亲水虹吸膜。

作为可选的实施方式，基板开设有圆形、椭圆形或方形的通孔，其通孔被压电传感芯片完全覆盖。

作为可选的实施方式，基板为柔性基板，其材质可选自聚对苯二甲酸乙二酯、聚氯乙烯、聚甲基丙烯酸甲酯中的一种或多种。

作为可选的实施方式，进样板开设有圆形、方形、弓形圆或其组合形状的通孔。

作为可选的实施方式，进样板厚度小于0.2mm。

作为可选的实施方式，亲水虹吸膜材质可选自具有亲水性涂层，且在凝血反应中不参与任何过程的、生物兼容性较好的聚合物材质中的一种或多种。

作为可选的实施方式，亲水虹吸膜覆盖进样板的通孔。

作为可选的实施方式，亲水虹吸膜与压电传感芯片的距离小于0.2mm。

具体地，如图18所示，其中一种示例的凝血试纸包括：采用实施例1制备方法制备的压电传感芯片1、基板2、进样板3、亲水虹吸膜4。

压电传感器芯片1，其有效敏感区域15固定有凝血试剂；

基板2，印制有复合电极，基板2材质为聚对苯二甲酸乙二酯，一端开设有圆孔21，其形状和大小完全可以被压电传感芯片1覆盖，压电传感器芯片1与复合电极通过引线连接；

进样板3与基板2粘接，压电传感器芯片1夹持在基板2和进样板3之间，进样板3一端开设有通孔31，为方形与弓形圆组合形状，通孔31位于压电传感器芯片1的有效敏感区域上方15，并覆盖有亲水虹吸膜4，进样板3厚度为0.05mm。

亲水虹吸膜4与压电传感芯片1的距离为0.05mm，完全覆盖有效敏感区域15。

通过控制进样板的厚度可以控制亲水虹吸膜和压电传感芯片有效敏感区域的垂直距离和血样体积。本发明提供的进样板厚度可实现压电传感芯片良好传感和全血进样；进样板的厚度小于0.2mm，进一步优选0.05mm，有效避免了重力冲击对质量敏感型压电传感芯片检测信号的影响，同时保障几个微升级体积的血样与凝血试剂的有效混合反应，以达到准确定量的目的，从而更精确的量化凝血检测时间。

实施例3

本发明还提供凝血试纸的制备方法，包括：

S301，在基板上印制复合电极；

S302，在基体上涂覆胶层，并预置压电传感器芯片的安装区域；

S303，将进样板通过胶层与基板粘接，并夹持安装区域的压电传感器芯片，形成一体结构。

作为可选的实施方式，基板上印制复合电极的方法包括：采用丝网印刷法在基板上印制银电极，然后干燥、冷却，再采用丝网印刷法在银电极涂层上印制碳或铜电极，干燥，得到第一电极涂层；采用丝网印刷法在第一电极涂层与压电传感器芯片连接处印制第二电极涂层，第一电极涂层和第二电极涂层构成复合电极。

作为可选的实施方式，印制银电极的干燥温度为40-100℃，干燥时间为0.5-2h。

作为可选的实施方式，印制碳电极的干燥温度为40-70℃，干燥时间为0.5-2h。

作为可选的实施方式，复合电极的电阻率＜0.05mΩ/μm²。

作为可选的实施方式，第二电极涂层材质选自银、铜、锡的一种或多种。

作为可选的实施方式，对基板特定区域作钝化处理。

作为可选的实施方式，胶层厚度为0.01-0.1mm，加工精度小于0.05mm。

具体地，如图19所示，在基板2上采用丝网印刷法印制银电极，然后干燥，温度为70℃，时间为1h，冷却至室温，再采用丝网印刷法在银电极上印制碳电极，干燥，温度为55℃，时间为1h，冷却至室温，得到第一电极涂层，即碳/银电极221；然后采用丝网印刷法在碳/银电极221与压电传感器芯片连接处印制锡电极222，碳/银电极221与锡电极222构成复合电极22，复合电极的电阻率为0.02mΩ/μm²；

在基板2上涂覆胶层5，厚度为0.1mm，并预置压电传感器芯片的安装区域51，采用绝缘胶浆对基板2作钝化处理，加工精度为0.02mm，绝缘胶浆完全覆盖碳/银电极221和锡电极222，防止血样和凝血试剂润湿电极，造成电极的短路。

将进样板3通过胶层5与基板2粘接，并夹持安装区域的压电传感器芯片1，形成一体结构。

采用低导电性、高稳定性碳或铜电极钝化高导电性的银电极表面制备第二电极涂层，可延长电极的有效期，并在第二电极涂层与压电传感器芯片连接处印制锡电极，便于压电传感器芯片的焊接；第一电极涂层和第二电极涂层构成复合电极，电阻率＜0.05mΩ/μm²，优选电阻率0.02mΩ/μm²，该复合电极具备高导电性、长期稳定性以及高机电耦合系数，利于测量参数的高可靠采集；由于压电传感芯片是高灵敏度质量称重型传感器，通过控制胶层的厚度0.01-0.1mm，优选厚度0.1mm，可以控制压电传感芯片和基板的结合力度，并对基板作钝化处理，加工精度小于0.05mm，保障了与压电传感芯片有效结合，避免了过度结合造成无法传感或者欠结合造成全血无法进样而影响检测灵敏度的问题。该方法制备的凝血试纸稳定性好，灵敏度高，准确度高，使用寿命长，达2年之久。

显然，上述实施例仅仅是为清楚地说明所作的举例，而并非对实施方式的限定。对于所属领域的普通技术人员来说，在上述说明的基础上还可以做出其它不同形式的变化或变动。这里无需也无法对所有的实施方式予以穷举。而由此所引伸出的显而易见的变化或变动仍处于本发明创造的保护范围之中。

Claims

1.一种用于凝血检测的压电传感器芯片的制备方法，其特征在于，包括：

根据所需的谐振频率制备相应厚度的压电材料层；

在所述压电材料层两侧蒸镀金属粘附层；

在所述金属粘附层上生成金属电极层；

在所述金属电极层上制作微电极阵列；

对所述微电极阵列上的激励电极和接收电极进行裸露处理；

在所述聚对二甲苯介质膜上固定凝血试剂。

2.根据权利要求1所述的制备方法，其特征在于，在所述金属电极层上制作微电极阵列包括：

在所述金属电极层表面涂胶、前烘；

在制作的掩膜图形下进行曝光、显影和干燥处理；

经过去胶、去离子水清洗、干燥、热板去除水分子处理。

3.根据权利要求1或2所述的制备方法，其特征在于，所述微电极阵列包含至少一个微电极单元，其中，每个所述微电极单元作为一个凝血检测点，根据实际需求设计成不同的形状。

4.根据权利要求3所述的制备方法，其特征在于，所述微电极单元形状为圆形、三角形、多边形中的一种或多种组合，每个所述微电极单元的有效面积最小为1μm²；

所有所述微电极单元面积占其所在面面积的20-100％。

5.根据权利要求1至4任一项所述的制备方法，其特征在于，对所述微电极阵列上的激励电极和接收电极进行裸露处理包括：

在所述微电极阵列的引出电极的介质膜上涂胶、前烘；

在制作的掩膜图形下进行曝光、显影和干燥处理；

再经过去胶、去离子水清洗、干燥、热板去除水分子处理。

6.根据权利要求1至5任一项所述的制备方法，其特征在于，所述压电材料层材质为石英、铌酸锂、胆酸锂、氮化铝、氧化锌中的至少一种。

7.根据权利要求1至6任一项所述的制备方法，其特征在于，所述聚对二甲苯介质膜的厚度为50-1000nm。

8.一种凝血试纸，其特征在于，包括：

基板，其上印制有复合电极；

采用权利要求1至7任一项所述的制备方法制备的压电传感器芯片，所述压电传感器芯片的有效敏感区域固定有凝血试剂，所述压电传感器芯片与所述复合电极通过引线连接；

9.根据权利要求8所述的一种凝血试纸，其特征在于，所述基板上开设有通孔，位于所述压电传感器芯片的有效敏感区域下方。

10.根据权利要求8所述的一种凝血试纸，其特征在于，所述亲水虹吸膜与所述压电传感器芯片的距离小于0.2mm。

11.一种权利要求8至10任一项所述的凝血试纸的制备方法，其特征在于，包括：

在基板上印制复合电极；

在所述基体上涂覆胶层，并预置压电传感器芯片的安装区域；

12.根据权利要求11所述的制备方法，其特征在于，在基板上印制复合电极包括：

第一电极涂层和第二电极涂层构成复合电极。